CN101903798B - 用于正电子发射断层摄影术的数据采集 - Google Patents

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Abstract

公开了一种用于估计响应于检测到的事件生成的电子脉冲的起始时间(例如，响应于正电子发射断层摄影术中的光子检测接收的脉冲的起始时间)的方法，所述方法包括提供检测外部事件并生成电子模拟脉冲信号的检测器；选择参数化的理想曲线形状来代表由所述检测器生成的模拟脉冲信号。接收所述模拟脉冲信号之后，过滤所述信号，随后数字化所述信号，并基于所述数字信号的计算面积规格化所述信号。使用规格化的数字脉冲信号的至少一个点从所述参数化的理想曲线形状选择最佳代表所述接收的模拟脉冲信号的曲线，并且使用所选曲线估计所述脉冲起始时间。

Description

用于正电子发射断层摄影术的数据采集
相关申请的交叉引用
本申请要求于2007年11月2日提交的美国临时专利申请No.60985083的优先权，其公开通过引用全文明确结合在此。
背景技术
能够产生活有机体内部的图像而无需侵入性手术的能力是过去一百年间一个主要的医学进步。诸如X射线计算机断层摄影术和磁共振成像术的成像技术现在已经给予医生和科学家观察机体内部解剖结构的高分辨率成像的能力。尽管这些技术已经为疾病的诊断和治疗带来了进步，但是很多疾病只在疾病晚期才会导致机体解剖结构的变化，或者从来都不造成结构改变。由此就产生了捕捉活体内特定代谢活动的医学成像分支。正电子发射断层摄影术(PET)正是这类医学成像技术中的一种。
正电子发射断层扫描术
PET是一种利用放射性衰变测定活有机体内部特定代谢活动的医学成像模式。正如图1示意性指示的，PET成像系统包括三个主要组件，即，被施与待扫描被试的放射性示踪剂、可操作用来检测放射性示踪剂定位的扫描器(如下间接讨论)、以及断层摄影成像处理系统。
第一步是产生并施与包括放射性同位素和代谢活性分子的放射性示踪剂90。示踪剂90被注射进要扫描的身体91。在示踪剂90集中于特定组织的允许时间之后，身体91在扫描器92内适当定位。在PET研究中使用的示踪剂的放射性衰变事件是正电子发射。发射的正电子在身体组织内行进一个短距离直到与一电子相互作用。在湮灭事件中正负电子的相互作用会产生两个反向平行的511KeV光子。扫描器92适于检测来自湮灭事件的至少部分光子。
PET系统的第二组件，扫描器92包括检测511KeV光子的传感器环，以及处理由传感器生成信号的前端电子线路。传感器典型地包括闪烁体晶体或闪烁体93以及光电倍增管(PMT)、硅光电倍增器(SiMP)或雪崩光敏二极管(APD)94。闪烁体晶体93把511KeV高能量光子转换成很多低能量的光子，典型的为可见光光子。PMT、SiMP或APD 94检测可见光光子，并生成相应的电脉冲。PMT脉冲由前端电子电路处理以确定脉冲的参数或特性(即，能量、定时)。为了方便起见，本文对PMT的参考可以理解为包含用于检测高能量光子(诸如511KeV光子)并响应地生成低能量光子(诸如可见光光子)的任何机制或设备。
最后，数据被发送主计算机95，后者执行断层摄影图像重建以将数据转换为3-D图像。
放射性药物
为了合成示踪剂90，需要将短半衰期的放射性同位素附加到有代谢活性的分子。半衰期短可以减少被试在电离辐射中的暴露，但是通常需要生成的示踪剂90接近扫描器。最常用的示踪剂是18氟-氟化脱氧葡萄糖([F-18]FDG)，这是一种半衰期为110分钟的葡萄糖类似物。[F-18]FDG和葡萄糖足够类似，使其可以被利用葡萄糖的细胞磷酸化，但无法进行糖酵解。于是，分子的放射性部分就陷入组织中。对于消耗大量葡萄糖的细胞(诸如癌细胞和脑细胞)，随时间较其他组织积累更多的[F-18]FDG。
在经过感兴趣的组织摄取足够示踪剂90的充分时间之后，使用扫描器92来检测放射性衰变事件，即通过检测511KeV光子进行。当正电子被发射后，它在与电子互相湮灭之前通常会在组织中行进几毫米，生成两个彼此呈180°±.23°定向的511KeV光子。
光子闪烁
511KeV光子具有大量的能量并会穿透包括身体组织在内的很多材料。虽然这通常会使得光子行进通过并离开身体，但是高能量光子却难以检测。检测光子是闪烁体93的任务。闪烁体93吸收高能量光子并发射更低能量的光子，通常是可见光光子。闪烁体93可由多种材料制成，包括塑料、有机和无机晶体、和有机液体。每一种类型的闪烁器都有不同的密度、折射率、定时特性和最大发射波长。
一般而言，闪烁体晶体的密度决定材料阻止高能量光子效果的好坏。而闪烁体晶体的折射率以及发射光波长则影响从晶体中收集光线的难易程度。发射光的波长还需要与将会把光转换为电脉冲(例如，PMT)以优化效率的设备相配。闪烁体定时特性决定可见光用多长的时间达到其最大输出(上升时间)，花多长时间衰变(衰变时间)。上升时间和衰变时间都重要，因为这两者的和越大，检测器在给定时间段内所能处理事件的数量就越少，由此扫描在获取同样数量计数所需要的时间就越长。同样的，定时特性越长，两个事件将会重叠(相撞(pile-up))的可能性就越大，并且数据将会丢失。
一种示例性的现代闪烁体材料是无机晶体Lu2SIo5(Ce)，或即LSO。LSO具有恒定30ps的报告的上升时间以及恒定40ns的衰变时间。报告的时间会归因于晶体几何结构和所附电子线路的不同而略为变化。LSO是一种反应快光线输出良好的新型闪烁体材料。
光电倍增管
附至闪烁体93的是将来自闪烁体93的可见光光子转换为电子脉冲的电子设备。最常用的两种设备是PMT和APD。PMT是一种真空管，它带有一个光电阴极、若干倍增器电极和一个具有高增益从而能够检测极低光水平的阳极。APD是半导体式的PMT。在PET扫描器中使用的另外一项正在研究的技术是SiPM。SiPM包括半导体光电二极管阵列，其在Geiger模式下运行从而当光子相互作用并生成载流子时会生成一个短的电流脉冲。在一种示例性的SiPM中，光电二极管的阵列每平方毫米包括约103个二极管。所有这些二极管都连接到公共硅衬底上，使得该阵列的输出是所有二极管输出之和。因此，该输出因此是在其中一个光电二极管激发的最小值到所有光电二极管激发的最大值之间变化。由此使得这些设备具有线性输出，即便这些设备由数字设备组成亦是如此。
一种示例性的系统使用具有如下12个通道的PMT：6个在‘x’方向，6个在‘y’方向，如图2描述的那样。相互分离的通道可以对事件定位更为准确。例如，如果在PMT的左上角检测到事件，那么通道Y1和X1就会得到一个大信号，而随着通道数字的相续增大信号会逐渐变小。通道Y6和X6实际上将会没有信号。
在已经检测到足够多的符合事件时，可以开始图像重建。实质上，检测到的事件会被分到相互平行的响应线上(光子对的解释路径)，而这就可以通过计算机断层摄影术来创建3-D图像。
虽然PET、MRI和CT都是常见的医学成像技术，但是从不同模式中获得的信息却有相当的不同。MRI和CT提供解剖学或结构信息。也就是说，这两项技术产生身体内部的图片。这对于像骨折、韧带撕裂或其他结构上的异常是很重要的。然而，MRI和CT却无法指示代谢活动。这是PET的领域。代谢活性示踪剂的使用意味着由PET产生的图像可以提供功能或生化信息。
肿瘤学(癌症研究)是PET当前最常见的应用。特定的癌症组织要比其他正常组织代谢更多的葡萄糖。[F-18]FDG与葡萄糖足够接近使得可以被癌细胞吸收，并且因此在扫描过程中癌细胞就比背景组织具有更高的放射性活动。这就使得PET扫描能够在一些癌症大到足以在MRI扫描看见之前检测这些癌症。PET扫描信息对于监视治疗进展也非常有用，因为可以在治疗进展中追踪示踪剂摄取的量。如果扫描指示同一癌症组织在治疗后呈现低活性，那么指示治疗是其作用的。
PET在神经学(研究神经系统)和心脏病学(研究心脏)中十分有用的。在神经学中的一个感兴趣的应用是对帕金森症的早期诊断。已经开发出的示踪剂可以集中于产生神经递质-多巴胺的脑细胞。在患有帕金森症的病人体内，产生多巴胺的神经元数量减少。因此，帕金森患者的扫描相比健康人具有更低的活性。这一点可以用以早期诊断，而帕金森疾病的其他早期表现和其他疾病相似。
PET系统还需要在成本、效率和准确性方面不断改进。
发明内容
本概述简要介绍部分概念，而这些概念在下文的具体实施方式中会进一步描述。本概述并不是旨在标识要求保护主题的关键特性，也不是旨在用于辅助决定所要求保护主题的范围。
公开了一种用于估计电子脉冲的起始时间的方法，该电子脉冲诸如是正电子发射断层扫描术中通过检测高能光子中生成的脉冲，而在正电子发射断层扫描术中，极为精确的起始时间是有益的。提供检测器用以检测诸如光子入射在检测器上的外部事件，并且生成电子模拟脉冲信号。选择一个参数化的理想曲线形状，以代表由所述检测器生成的模拟脉冲信号。模拟脉冲信号一旦被接收到，便由ADC数字化以产生数字脉冲信号。随后基于数字脉冲信号的计算面积规格化该数字脉冲信号值的幅度。例如，可以由计算面积相对于规格化曲线面积之比来对包含数字脉冲信号的离散值进行定标。通过使用来自规格化脉冲信号的至少一个点，来自参数化的理想曲线形状的曲线就用于估计所接收模拟脉冲信号的起始时间。将会了解一般而言，起始时间会位于数字脉冲信号中各点的中间。随后则记录关于该模拟脉冲信号的时间戳。
在一个实施例中，参数化的理想曲线形状包括具有预先确定的上升时间常数的第一指数部分，以及具有预先确定的衰变时间常数的第二指数部分。
在本发明的一个实施例中，模拟脉冲信号由硅光电倍增器生成。
在本发明的一个实施例中，只有数字脉冲信号的第一点用来指定曲线。
在本发明的一个实施例中，模拟脉冲信号数字化信号之前由低通滤波器滤波。
在本发明的一个实施例中，使用了反向查找，其中一个或多个查找表保有用于一组规格化信号点幅度的起始时间估计。
在本发明的一个实施例中，检测器包含了耦合至光电倍增管、雪崩光点二极管和硅光电倍增器中的一个的闪烁体晶体。
附图说明
本发明的前述方面和许多伴随优点在参考了结合附图的以下详细说明之后将变得更容易体会并变得更好理解，在附图中：
图1是示出了根据本发明的PET扫描器系统的环境视图；
图2例示了一个示例性12通道PMT的输出通道，该PMT带有X方向上的6个通道和正交Y方向上的6个通道；
图3是示出了根据本发明的高分辨率PET扫描器的一个实施例的前端电子线路体系结构框图；
图4是示出了根据本发明的高分辨率PET扫描器的第二实施例的前端电子线路体系结构框图；
图5示出了使用本发明方法在70MHz采样率下脉冲的时间戳差分布。
图6示出了经滤波脉冲和该脉冲幅度之间的相关，并且指示了对该相关的最佳线性拟合估计。
图7是70MHz ADC采样的经滤波脉冲各点标准差的图，其中的线指示经滤波的脉冲(反向的)，用以对脉冲上每个点的位置给出参照。
图8是示出了在图4所示系统的FPGA中实现的定时检出电路的体系结构框图。
具体实施方式
现将参考其中相似标记指示相似部分的附图，描述根据本发明的PET系统的特定实施例的描述。再次参见图1，公开了带有检测器的高分辨率PET扫描器92，其中检测器包括闪烁体93和PMT 94。传感器数据由低通滤波器96滤波，由数模转换器97数字化，该数字化数据再由现场可编程门阵列(FPGA)98进行初始处理。
由PMT 94生成的模拟脉冲包含用以创建PET图像的信息。处理这些模拟脉冲以提取起始时间、定位及总能量。用以执行这种初始处理的设备指代前端电子线路，并且包括滤波器96、ADC 97和FPGA98。自PMT 94接收的模拟脉冲由低通滤波器96滤除噪音，随后由ADC 97数字化以供FPGA 98处理。虽然一些先进的ADC能够以400百万样本每秒(MSPS)的速率采样，但是本实施例选用的串行ADC97以70MSPS采样。这一选择显著降低了PET设计中的复杂性、成本和功耗。另一考虑是送至FPGA 98的输入数量。极快ADC具有并行输出，该输出将会需要每通道10-12位，而每个FPGA带有几十到几百个通道。输入的数量于是将会超过最先进FPGA所能处理的量。因此，本系统使用串行输出ADC 97，将采样速率限制在约100MSPS。然而，对于每个FPGA需要较少ADC的系统，可以使用更快的ADC来实现更好的时间分辨率。
在数字化该模拟脉冲数据之后，就能够从FPGA 98中提取必需的脉冲参数。例如，总脉冲能量可以通过对各脉冲样本值求和再减去基线(不带输入脉冲的ADC 97的输出值)而获得。
脉冲的起始时间对于确定符合配对(即两个检测到的光子从单个湮没事件中产生)来说是重要的。本领域技术人员会理解由湮没事件生成的许多光子没有被扫描器92检测到。例如，生成的光子可能被身体组织吸收或散射，或者可能沿着不与闪烁体93相交的路径行进。PET图像的生成需要检测到湮没事件的两个光子，因为所检测的光子的路径随后已知基本上位于所检测光子之间的一条直线上。如果两个发射的光子中只有一个被扫描器92检测到，那么就无法确定湮没事件在哪里发生。如果两个检测的两个光子是符合配对，那么必须在一定时间内相互检测这两个光子，而且每一个检测器还必须定位在另一个的视野内。
可以构造出一种示例性的高分辨率小型动物PET扫描器，其包括带18个检测器盒的环，其中每个盒都有附至4个PMT 94的4个闪烁体93阵列。每个检测器盒都连至一组专门的前端电子线路。
图3示出了用于示例性的小型动物PET扫描器的前端电子线路100的图示。前端电子线路100包括多个“节点”(示出了两个)，所述节点包括微处理器102和FPGA 104对。每一个节点支持两个PMT 106。所有节点都使用标准高速通信接口108(例如使用IEEE1394a接口，诸如Fire实现)菊花链式连接在一起，由此创建对主计算机(未显示)的连接。主计算机包含收集和处理来自所有节点的数据的软件。随后离线处理所述数据以产生所需图像。
如图3所示，存在连至前端电子设备100的多个离散部分。PMT106检测来自闪烁体晶体的光(未在图3中示出)，并且产生相应的模拟脉冲。每个PMT 106输出12个信号，6个x方向，6个y方向(参见图2)。在当前实施例中，为了减少I/O计数，通过使用加法板110将12个信号减为4个。ASIC 112接收所述数据并执行算法以确定检测到的事件的时间。信号由ADC 114数字化并发送至FPGA104。可选地提供符合单元109用以识别可能符合的事件对，滤除对进一步处理肯定无用的事件。
除了FPGA 104以外，存在微处理器102(当前使用RabbitTM微处理器)以及用来与主计算机通信的通信接口物理层芯片108。FPGA104和微处理器102在数据采集中起中心作用。微处理器102为每个单独节点提供总体控制。这种控制包括配置FPGA 104，与主计算机通信，初始化系统，以及与FPGA 104协同工作以调谐所述系统。尽管微处理器102处理对系统的控制，但是FPGA 104却占据大部分数据路径。在正常操作期间，FPGA 104有两个主要任务：脉冲处理以及针对通信接口108的数据包装。对于脉冲处理，第一步是确定给定事件是否与扫描器92对侧的另一事件相符合。如果检测到匹配符合事件，就整合所述脉冲以确定所述能量，并向所述数据添加粗分辨率时间戳。能量和时间(来自于FPGA的粗粒度和来自于ASIC的细粒度)经由通信接口108发送至主计算机。
有时候，需要调谐扫描器92用以设置ASIC 112内的放大器增益。需要这一调谐是因为闪烁体晶体93具有不同的光输出和光收集效率并且PMT 106具有不同的增益特性。该调谐规格化传感器之间的差异并且矫正随时间的漂移。为了调谐扫描器，微处理器102使用调谐算法重新配置FPGA 104，初始化所述FPGA 104以便将针对每一个脉冲的能量值归入统计分组(bin up)。不幸的是，在闪烁体晶体阵列93和PMT 106外周附近的边缘效应会将误差引入调谐算法，并因此被忽略。为了滤除击中晶体阵列边缘的事件，必须对事件的位置进行解码。来自加法板110的4个信号包含用以确定事件在晶体阵列93中的位置的足够信息。
一旦确定一个事件在闪烁体晶体阵列93的感兴趣区域内发生时，就计算该事件的总能量并将其放入不同的能量统计分组中。由此产生带有峰的能量直方图，所述峰被称为光峰(因为它表示当来自511KeV光子的能量全部沉积在闪烁体晶体内时的所述能量)。低于光峰的计数表示散射的光子，在这种情况中，光子仅有部分能量沉积在闪烁体晶体内或者光子在到达闪烁体晶体前在要成像物体内Compton散射。
如果系统被调谐，光峰应该针对所有检测器排齐。如果峰具有一些变化，微处理器改变增益并重新运行调谐算法。这些动作都是自动的，所以一旦操作人员指令机器自调谐，微处理器102将指令FPGA104运行调谐算法。一旦FPGA 104用信号通知例程已经完成，微处理器102就从存储器读取直方图并定位所述光峰。如果光峰移位，微处理器102就调整ASIC 112中的增益并进行迭代直到所有传感器的光峰都排齐。
在图4例示的PET扫描系统的第二实施例中，光电倍增管设备144是固态SiPM，其中每个晶体具有一个输出，由此每一个传感器使用的通道数目将大大增加。图4是示出用于第二实施例的前端电子线路150的示意性框图。对于该第二实施例，选择
Figure BPA00001160903300091
II EPS60FPGA 148和70MHz系列的ADC 147，从而可以使用专用的串行化器-解串器和锁相环进行方便地通信。在这个实施例中，前端电子线路的绝大部分功能由FPGA 148完成，以提供简单的多且更为紧凑的体系结构。虽然显然可以使用其他本领域周知的滤波器，但是此处的滤波器146示出为简单RC滤波器。
还有其他方面的原因使得这些更先进的FPGA 148十分适用于PET系统前端应用。例如，RabbitTM微处理器102由嵌入FPGA 148内的
Figure BPA00001160903300101
II 152软核替代，由此消除了图3所示的FPGA 104和微处理器102体系结构之间的较慢通信速度。通过图4和图2的比较将显见，由于部分零件集成入FPGA 148，第二实施例扫描器的前端电子线路150体系结构更为紧凑，其中并入的零件除了上述嵌入式处理器152之外，还包括定时检出逻辑154、能量计算逻辑156和Fire核158。
拥有大量通道的另一个结果是具有针对每个通道的定时ASIC所需的成本和板空间将会是无法负担的。这就发展出了用以在FPGA148内部执行完整定时的算法。
产生高质量PET图像的一个重要目的在于精确确定光子和闪烁体晶体93之间相互作用的定时。定时分辨率与被接受为有效事件并由此增加最终图像噪声的不符合事件的数量直接相关的。在该第二实施例中，定时由FPGA 148针对采样数据完成，以消除对每通道ASIC的需要。
定时检出的灵敏值(the figure of merit for timing pick-off)是时间戳的分布。换句话说，对于带有源准确落在其间(因此光子同时到达这两个检测器)的两个检测器设置，分析每个检测器的时间戳分布之间的差异。对于理想系统，时间戳之间的差异应该是零。然而，系统中的噪声会引入误差。为了模仿误差，对同一脉冲的许多不同采样的时间戳进行计算。每个脉冲的时间戳随和与所有其他脉冲的时间戳相比较以产生时间戳差的分布160，如图5所示。
为了确定光子和闪烁体93相互作用的定时，使用定时检出电路156。定时检出电路156向从PMT接收的检测脉冲信号的特定特征赋予一时间戳。例如，该特征可以是脉冲起始时间、脉冲峰值时间、或脉冲通过一预先确定的电压的时间。定时检出的两个传统技术是前沿和恒比定时甄别器(constant fraction discriminators，CFD)。前沿是简单确定脉冲何时通过某个固定阈值电压。这需要检测所述通过的模拟电路。这种技术的缺点在于达到阈值的时间依赖于脉冲的幅度。这种效应在触发水平设定越高时会变得越差。
PET系统的定时检出的当前工艺水平是由模拟CFD技术执行，因为这项技术不受脉冲变化的影响。CFD是按照如下等式实现电路。
h(t)＝δ(t-D)-CF·δ(t)
其中，δ(t)是引入信号。该等式通过把模拟脉冲分成两个副本并将一个副本延迟D来计算。另一副本被反转并衰减一恒定比率(通常约0.2)。最后，这两个经过变化的副本相加以产生带有能被检测并加盖时间戳的零交叉的脉冲。零交叉在相同形状脉冲的脉冲幅度的恒定比率处出现。CFD和前沿这两项技术都由专用ASIC实现，而且将触发转换成时间戳的电路。CFD可以实现亚毫微秒的定时分辨率。
定时检出方法
本文公开了一种使用脉冲的已知特性计算脉冲的起始，籍此实现子采样定时分辨率的方法。例如，对于LSO闪烁体晶体，上升时间由PMT的响应支配，而衰变时间则是闪烁体晶体的函数。基于上述假设，可以通过将一个理想脉冲拟合到样本脉冲并使用该理想脉冲插值该脉冲的开始点来确定所述脉冲的起始时间。
为了在实际数据上测试这种定时算法，使用25Gs/s的示波器从耦合至LSO晶体的PMT上采样19个脉冲。使用511KeV(22 Na)的源来生成所述脉冲。来自示波器的数据于是被导入
Figure BPA00001160903300111
为脉冲数据提供良好拟合的模型曲线是双指数曲线，例如：
V ( n ) = A ( exp - n * T s ι R - exp - n * T s τ F )
作为起步，假设如果创建了带有双指数(一个上升沿，一个下降沿)的脉冲，并找出能产生对测得数字脉冲数据的最佳最小二乘拟合的幅度、时移、衰变指数和上升指数，那么就可以定义一个理想脉冲，并用该脉冲插值所述脉冲的开始点。使用这种“强力(brute force)”方法，70MHz ADC定时检出的标准差是1.0ns。尽管这是良好的定时分辨率，但是对于FPGA实时计算而言搜索空间过大。根据这种“强力”方法，发现上升时间的范围是.1-.5ns，衰变时间范围是28-38ns，而幅度的变化范围是.082-.185V。用合理时间步长(～40ps)覆盖这些范围需要为每个脉冲计算并比较至少215000次最小二乘密合(11个衰变时间步长、5个上升时间步长、11个幅度步长、和357个时间步长)。
为了开发出一种更有效的、基于FPGA的算法和方法，首先假设PMT/SiPM脉冲的上升和衰变时间τR，τF都是常量，并且脉冲的可变性仅来自于脉冲的幅度和白噪声。
例如，在本发明的测试装置中，对所有未经滤波、未经采样的数据(即，来自示波器的原始数据)提供最佳整体最小二乘法拟合的上升和衰变时间分别是310ps和34.5ns。使用固定上升和衰变时间及所述“强力”方法，定时检出的标准差降至1.1ns。然而，即使消除了时间常数搜索，每个事件仍然需要几乎4000次的搜索。
为了进一步简化所述方法，使用脉冲面积和幅度之间的直接相关消除(由双指数等式定义的)脉冲幅度和引入数据脉冲的幅度差。如图6所示，在检测到的脉冲的面积和所述脉冲的幅度之间存在着良好的直接相关170。为了将一个事件的幅度按照参考脉冲进行规格化，计算参考脉冲面积相对于事件脉冲面积的比值。这样事件脉冲就可以按照这个比率来计算，从而均衡了参考脉冲和事件脉冲的幅度。例如，可以计算数字化事件脉冲的面积，并与理想参考脉冲的面积相比较。随后可以根据两面积之比定标或规格化所述事件脉冲的样本点。其后可以使用规格化的数字化事件脉冲，通过与参考脉冲相比较，估计所述事件脉冲的起始时间。
通过对19个脉冲用许多不同开始时间点采样并将每个采样获得的面积与整个脉冲的已知幅度进行相关，确定面积向幅度转换的函数。使用这种估计，定时检出的标准差降至1.2ns。
应用这两种近似，用仅20％的定时分辨率损失消除了所述强力搜索的大部分维度。然而，这种算法对于每个可能的定时偏移仍然需要357次搜索。假定脉冲数据拟合至上升和衰变时间已知的参考曲线，而且从脉冲面积计算所述幅度，所述强力搜索就可被转换为反向查找。
例如考虑以70MHz采样长度是约2×10-7秒的脉冲，最终得到约13个样本点。对于每个可能的输入电压，其在参考脉冲上出现的时间是预先计算的。因此，每个引入电压可以通过简单的存储器操作转换成为定时偏移。为每个脉冲进行这种处理，使得在查找之后，13个样本点中的任意或全部都可以用来估计脉冲的起始时间。如果对这13个起始时间求取平均，定时分辨率显著降至2.84ns。
在对从查找方法中得到的结果进行严格检查之后，会很明显发现有一些样本点的结果要远好于比其他的样本点。图7示出了针对13个样本点中每个点所计算的起始时间的标准差180的图。根据图7，标准差180与经滤波脉冲182的斜率以及距离脉冲起始的距离相关。峰附近的点(样本4和5)具有较小的斜率，于是电压的较小变化就会导致较大的时移。脉冲的尾部也具有大的偏离。然而，如果仅使用第一样本点，所述定时检出的标准差就为1.03ns，与所述“强力”方法实质上相等同。
利用这一信息，将所述反向查找步骤更改为仅使用检测脉冲上约0.005V的第一样本点。然而，对于更快的ADC或者上升时间更慢的脉冲，可以对更多的样本点求取平均或以其他方式进行相关以产生更好的最终结果。
因此，当前定时算法使用一个衰变常数，一个上升常数，根据面积来计算脉冲幅度，对第一样本使用电压至时间查找。在测试中，这种算法产生仅1.03ns的定时检出标准差。图5示出了70MHz ADC的最终算法分布。尽管仅使用第一样本点产生非常好的结果，但是本领域技术人员显见的是，在某些情况下使用一个以上的样本点的加权平均可以改善检出估计。例如，在本发明的另一个实施例中，对前两个或前三个样本点进行实验性加权，以进一步改善定时检出的一致性。
图8示出了定时算法的体系结构实现。PMT 200(诸如SiPM)从闪烁体接收脉冲信号，并生成输出脉冲(由噪声信号200’代表)，该信号典型地经由低频滤波202滤波(由更平滑的信号202’代表)，并在随后由ADC 204数字化(由数字信号204’代表)。该数字信号204’被发送到FPGA 206。对FPGA 206进行编码以计算检测到的信号的面积，并且使用面积/幅度相关估计信号的幅度208。该信号随后可以按照参考脉冲的面积被规格化210。之后在反向查找212中使用从数字信号204’选择的数据点(或者一组数据点)，诸如超过一具体电压值的第一点，由此找出参考脉冲曲线214，该曲线则用于确定检测到的脉冲的精确起始时间216。
注意到虽然使用70MHz ADC的公开算法可能产生比模拟CFD方法略低的定时分辨率，但是该定时分辨率会随着ADC技术的改进而改进。假定CFD的分辨率是不随着技术成比例改变的(在过去的十年或更多年，CFD性能相当程度地保持为常数)，那么可以预见本发明的算法在500MHz ADC(目前可购得并行ADC，并且期望不久后可购得串行ADC)下就会优于CFD方法。
将会理解即使在本发明方法在定时分辨率上无法与CFD匹配的情况下，CFD方法要求固定ASIC中每个通道定制逻辑。本发明的全数字方法则无需此项开支，这对于每个FPGA需要例如128个通道的PET扫描器来说是十分重要的。
总之，PET是一项非常适合FPGA的应用。虽然FPGA对于发展诸如数字定时的算法来说是理想的，但是FPGA也提供了PET的先进数据采集和处理系统需要的大部分。本发明的系统利用FPGA的可重构性发展一种调谐算法，这种算法能够在微处理器的控制下调整增益并设置寄存器以适应扫描器不同部分的变化，将复杂I/O与快速串行ADC接口，并允许处理更多的通道。这些通道也可以在可重构构造中被并行处理，而这将增加扫描器可以处理的计数率。现代FPGA在在计算能力上优于早期产品的增加能够实现FPGA内的定时并消除ASIC。
还公开了一种新的、全数字的定时检出机制，该机制在耦合至当前和未来ADC技术时显示出优于当前方法的定时分辨率。可以利用现代FPGA的许多特征来支持重要电子线路领域内的完整的、复杂的信号处理系统。
虽然上述方法产生了极好的定时检出结果，但是期望可以通过使用一种确定合适参考脉冲同时保持上述幅度规格化和定时查找技术的可选方法来进一步改善所述定时检出。在一种可选方法中，配置所述FPGA来捕捉并存储许多事件脉冲并利用这些脉冲形成参考脉冲。更具体地，捕捉的数据将按照不同的幅度和子采样速率时移(即，脉冲定时时间相对于脉冲样本间隔)而分散。使用两步过程形成复合参考脉冲。首先，如上所述规格化接收到的脉冲辐射，并且通过平均数据生成初始参考脉冲。随后，通过时移甚至迭代将每个独立脉冲与该参考脉冲对准，直至所有曲线都被最佳相关。对准的脉冲就可以用于形成最终参考脉冲。该最终参考脉冲可以用来代替上面讨论的双指数参考脉冲曲线。
虽然能够准确并以数字化的形式估计所检测模拟脉冲信号的起始时间的公开方法是针对正电子发射断层摄影术开发的，但是本领域技术人员显见的是，这一普遍方法也可以在其他的环境中用以准确估计脉冲信号的起始时间，并且因此本方法也被认为适用于其中希望高速事件起始信息的其他应用。
虽然已经例示并描述了例示性的实施例，但是将会理解可以对这些实施例作出各种修改而不背离本发明的精神和范围。

Claims (25)

1.一种用于估计响应于检测到的事件生成的电子脉冲的起始时间的方法，所述方法包括：
提供检测外部事件并且通过生成电子模拟脉冲信号响应所述检测到的事件的检测器；
选择参数化的理想曲线形状来代表由所述检测器生成的模拟脉冲信号；
接收由所述检测器生成的模拟脉冲信号；
数字化接收的模拟脉冲信号以产生具有一定幅度的数字脉冲信号；
基于所述数字脉冲信号的计算面积规格化所述数字脉冲信号的幅度；
使用规格化的数字脉冲信号的至少一个点从所述参数化的理想曲线形状指定代表所述接收的模拟脉冲信号的曲线；
使用指定的曲线估计所述接收的模拟脉冲信号的起始时间；以及
记录指示所述接收的模拟脉冲信号的估计起始时间的时间戳。
2.如权利要求1所述的方法，其中所述参数化的理想曲线形状包括具有预先确定的上升时间常数的第一指数部分，以及具有预先确定的衰变时间常数的第二指数部分。
3.如权利要求1所述的方法，其中所述接收的模拟脉冲信号由硅光电倍增器生成。
4.如权利要求1所述的方法，其中使用所述数字脉冲信号的至少一个点指定曲线的步骤包括仅使用所述数字脉冲信号的第一点来指定曲线。
5.如权利要求1所述的方法，还包括用低通滤波器滤波所述接收的模拟脉冲信号的步骤。
6.如权利要求1所述的方法，其中使用规格化的数字脉冲信号从所述参数化的理想曲线形状指定曲线的步骤包括反向查找，其中一个或多个查找表保有针对一组规格化信号点幅度的起始时间估计。
7.如权利要求1所述的方法，其中所述检测器包括耦合至光电倍增管、雪崩光电二极管、和硅光电倍增器之一的闪烁体晶体。
8.一种用于估计在正电子发射断层摄影术中检测到的脉冲的起始时间的方法，所述方法包括：
提供检测具有约511KeV能量的光子并且响应地生成模拟脉冲信号的检测器；
选择参数化的理想曲线形状来代表由所述检测器生成的模拟脉冲信号；
接收由所述检测器生成的模拟脉冲信号；
数字化接收的模拟脉冲信号以产生具有一定幅度的数字脉冲信号；
基于所述数字脉冲信号的计算面积规格化所述数字脉冲信号的幅度；
使用规格化的数字脉冲信号的至少一个点从所述参数化的理想曲线形状指定代表所述接收的模拟脉冲信号的曲线；
使用指定的曲线估计所述接收的模拟脉冲信号的起始时间；以及
记录指示所述接收的模拟脉冲信号的估计起始时间的时间戳。
9.如权利要求8所述的方法，其中所述参数化的理想曲线形状包括具有预先确定的上升时间常数的第一指数部分，以及具有预先确定的衰变时间常数的第二指数部分。
10.如权利要求8所述的方法，其中所述接收的模拟脉冲信号由硅光电倍增器生成。
11.如权利要求8所述的方法，其中使用所述数字脉冲信号的至少一个点指定曲线的步骤包括仅使用所述数字脉冲信号的第一点来指定曲线。
12.如权利要求8所述的方法，还包括用低通滤波器滤波所述接收的模拟脉冲信号的步骤。
13.如权利要求8所述的方法，其中使用规格化的数字脉冲信号从所述参数化的理想曲线形状指定曲线的步骤包括反向查找，其中一个或多个查找表保有针对一组规格化信号点幅度的起始时间估计。
14.如权利要求8所述的方法，其中所述检测器包括耦合至光电倍增管、雪崩光电二极管、和硅光电倍增器之一的闪烁体晶体。
15.如权利要求8所述的方法，还包括提供前端电子线路的步骤，所述前端电子线路包括用于数字化接收的模拟脉冲的模数转换器以及处理所述数字脉冲信号的现场可编程门阵列。
16.一种用于识别正电子发射断层摄影术中的符合配对的方法，所述方法包括：
检测多个光子并且响应于每个检测到的光子生成模拟脉冲信号，使用环状排列的多个检测器，所述多个检测器环状排列使得一部分所述检测器布置在彼此的视场范围内；
选择参数化的理想曲线形状来代表由所述检测器生成的模拟脉冲信号；
数字化所述模拟脉冲信号以产生具有一定幅度的数字脉冲信号；
基于每个数字脉冲信号的计算面积规格化所述数字脉冲信号的幅度；
使用规格化的数字脉冲信号的至少一个点从所述参数化的理想曲线形状指定代表所述模拟脉冲信号的曲线；
使用指定的曲线估计针对每个模拟脉冲信号的所述模拟脉冲信号的起始时间；
记录指示所述模拟脉冲信号的估计起始时间的时间戳；以及
比较来自放置在彼此视场内的检测器的模拟脉冲信号的时间戳以识别符合配对。
17.如权利要求16所述的方法，其中所述参数化的理想曲线形状包括具有预先确定的上升时间常数的第一指数部分，以及具有预先确定的衰变时间常数的第二指数部分。
18.如权利要求16所述的方法，其中使用所述数字脉冲信号的至少一个点指定曲线的步骤包括仅使用所述数字脉冲信号的第一点来指定曲线。
19.如权利要求16所述的方法，还包括用低通滤波器滤波所述接收的模拟脉冲信号的步骤。
20.如权利要求16所述的方法，其中使用规格化的数字脉冲信号从所述参数化的理想曲线形状指定曲线的步骤包括反向查找，其中一个或多个查找表保有针对一组规格化信号点幅度的起始时间估计。
21.如权利要求16所述的方法，其中所述检测器包括耦合至光电倍增管、雪崩光电二极管、和硅光电倍增器之一的闪烁体晶体。
22.如权利要求16所述的方法，还包括提供前端电子线路的步骤，所述前端电子线路包括用于数字化接收的模拟脉冲的模数转换器以及处理所述数字脉冲信号的现场可编程门阵列。
23.一种正电子发射断层摄影术扫描器，包括：
环状排列的多个检测器，每个检测器包括至少一个闪烁体和至少一个光电倍增器；
包括模数转换器用以可操作性地接收来自检测器光电倍增器的模拟信号的前端电子线路系统，所述前端电子线路系统包括将接收的模拟信号转换成数字信号的模数转换器以及接收所述数字信号并计算所述模拟信号的起始时间的现场可编程门阵列；
其中所述现场可编程门阵列通过如下步骤计算所述模拟信号的起始时间：i)基于每个数字脉冲信号的计算面积规格化所述数字脉冲信号的幅度；ii)使用规格化的数字脉冲信号的至少一个点从所述参数化的理想曲线形状指定代表所述模拟脉冲信号的曲线；iii)使用指定的曲线估计针对每个模拟脉冲信号的所述模拟脉冲信号的起始时间。
24.如权利要求23所述的正电子发射断层摄影术扫描器，其中所述光电倍增器包括光电倍增管、硅光电倍增器、和雪崩光电二极管中的一种。
25.如权利要求23所述的正电子发射断层摄影术扫描器，还包括在所述模拟信号被数字化之前滤波所述模拟信号的滤波器。
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